DE60225336T2

DE60225336T2 - System zur untersuchung von gewebe nach seinen dielektrischen eigenschaften

Info

Publication number: DE60225336T2
Application number: DE60225336T
Authority: DE
Inventors: Dan Hashimshony
Original assignee: Dune Medical Devices Ltd
Current assignee: Dune Medical Devices Ltd
Priority date: 2002-01-04
Filing date: 2002-12-31
Publication date: 2009-02-26
Anticipated expiration: 2023-01-01
Also published as: US20050107718A1; US7184824B2; HK1069967A1; US20030187366A1; WO2003060462A3; ES2302865T3; EP1460936B1; DE60225336D1; WO2003060462A2; US6813515B2; DE02795418T1; AU2002360209A8; AU2002360209A1; EP1460936A4; EP1460936A2; JP2005514996A; ATE387141T1; JP4271581B2

Description

GEBIET UND HINTERGRUND DER ERFIDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Untersuchen von Gewebe, um das untersuchte Gewebe von anderem Gewebe gemäß dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes zu unterscheiden. Die Erfindung ist insbesondere nützlich, um karzinomatöses Gewebe, insbesondere Brustkrebsgewebe, von normalem, gesundem Gewebe zu unterscheiden, und sie wird deshalb nachstehend insbesondere im Hinblick auf diese Anwendung beschrieben.
Brustkrebs steht heute an zweiter Stelle (nach Lungenkrebs) als Ursache für den Krebstod bei Frauen und ist die zweithäufigste Form von Krebs bei Frauen (nach Hautkrebs). Laut Weltgesundheitsorganisation (WHO) wird in diesem Jahr bei mehr als 1,2 Millionen Menschen weltweit Brustkrebs diagnostiziert werden. Die Amerikanische Krebsgesellschaft (American Cancer Society) schätzt, dass 2001 in den Vereinigten Staaten in etwa 192 200 neuen Fällen bei Frauen invasiver Brustkrebs (Stufen I bis IV) diagnostiziert werden wird, und weitere 46 400 Frauen werden die Diagnose duktales Karzinom in situ (DCIS), ein nicht-invasiver Brustkrebs, erhalten. Brustkrebs tritt ebenfalls bei Männern auf, wenn auch viel weniger häufig, und für 2001 schätzt man, dass Männer in 1 500 Fällen diese Diagnose erhalten werden. Weiterhin rechnet man in den USA 2001 mit schätzungsweise 40 600 Todesfällen durch Brustkrebs (40 200 bei Frauen, 400 bei Männern). Die Häufigkeitsrate von Brustkrebs (Anzahl an neuen Brustkrebserkrankungen je 100 000 Frauen) stieg in den 1980er Jahren um ungefähr 4 Prozent, schwächte sich aber in den 1990er Jahren auf 100,6 Fälle je 100 000 Frauen ab. Die Sterberate durch Brustkrebs nahm ebenfalls zwischen 1992 und 1996 erheblich ab, wobei die größte Abnahme bei den jüngeren Frauen festzustellen war. Medizinische Experten führen die Abnahme der Todesfälle bei Brustkrebs auf frühzeitigere Erkennung und wirksamere Behandlungsmethoden zurück.
Die Mammographie ist gegenwärtig das beste verfügbare Screening-Verfahren zur Früherkennung von Brustkrebs. Wird bei der Mammographie eine Subspezies-Läsion entdeckt, so empfiehlt man der Person die Durchführung einer Biopsie oder anderer fortgeschrittener Screening-Verfahren, wie Ultraschall oder MRI, CT usw. Nur 20 Prozent der Frauen, bei denen eine Biopsie durchgeführt wird, werden danach operativ behandelt. Das herkömmliche Verfahren zur histologischen Abklärung umfasst die offene operative Biopsie. Eine Alternative ist die durch bildgebende Verfahren gestützte Biopsie, die weniger invasiv, aber auch kostenaufwendiger ist. Die Gesamtzahl an Brustbiopsien in den USA beläuft sich auf etwa 1,2 Mio. pro Jahr. Die offene Biopsie ist an sich eine chirurgische Maßnahme, in deren Verlauf die Brust geöffnet und der Tumor oder Knoten entfernt wird, vorzugsweise vollständig.
Das herkömmliche Biopsieverfahren ist jedoch nicht immer erfolgreich und vermag in etwa 0,5 bis 17 Prozent der Fälle die entsprechende Läsion nicht mit Erfolg zu entfernen. Als Gründe für erfolglose Biopsien werden unter anderem angegeben: 1) radiologisches Fehlpositionieren des Lokalisationsdrahtes; 2) präoperatives oder intraoperatives Deplatzieren des Drahtes; 3) chirurgische Ungenauigkeit und Unzulänglichkeit beim Exzisieren des entsprechenden Gewebes; 4) fehlgeschlagener Versuch, eine Röntgenaufnahme der Probe zu erhalten; und 5) vergebliches Bemühen des Pathologen, beim Durchmustern einer größeren Gewebeprobe, die der Chirurg bereitgestellt hat, den Krankheitsherd zu lokalisieren.
Alle oben genannten Gründe rühren von einem Grundproblem her: dass nämlich während des chirurgischen Eingriffs dem Chirurg keine Echtzeit-Angaben über die Abgrenzung des Tumors zur Verfügung stehen. Aufgrund der Schwierigkeit, das karzinomatöse Gewebe exakt abzugrenzen, kann es sein, dass der Chirurg mehr herausschneidet, als tatsächlich notwendig ist, nur um sicherzugehen, dass der gesamte Tumor entfernt wird.
Heute sind Frauen mit Brustkrebs der Stufe I und II Kandidatinnen für eine Behandlung durch modifizierte Radikalmastektomie mit sofortiger Brustrekonstruktion. Eine brusterhaltende Therapie (BET) ist ebenfalls verfügbar. Die brusterhaltende Therapie besteht in der chirurgischen Entfernung des Brustknotens und des sekundären Fettpolsters, das die sekundären Lymphknoten enthält (etwa ein Viertel der Brust). Daran schließt sich in manchen Fällen eine Bestrahlungstherapie der Brust und der zugehörigen Regionen. Bei dieser Art von Operation ist die präzise Randbestimmung oder Abgrenzung des karzinomatösen Gewebes während der Operation von entscheidender Bedeutung für den Erfolg der Maßnahme, deren Ziel es ist, den Tumor vollständig zu entfernen und gleichzeitig die Beschädigung der Brust möglichst gering zu halten.
Dieser Kompromiss zwischen der vollständigen Entfernung des Tumors und der Erhaltung der Brust lässt sich in der Regel nur schwer optimieren, weil der Chirurg im Allgemeinen nicht weiß, wo die Ränder des Tumors tatsächlich liegen. Wäre der Chirurg in der Lage, die Tumorränder während der Operation durch einen Online-Randdetektor eindeutig zu erkennen, ließe sich dieser Kompromiss besser optimieren.
Die Möglichkeit, Krebszellen und insbesondere Brustkrebszellen unter Anwendung der Bioimpedanz zu erkennen, ist in der biomedizinischen Literatur gut eingeführt⁵'⁶'⁷'⁸. Das übliche Verfahren zur Messung der Bioimpedanz erfolgt durch das Einführen einer Probe in eine spezielle Kammer und Anlegen eines Wechselstroms an die Probe, während der Spannungsverlust über den Bereich der Probe bei jeder Frequenz aufgezeichnet wird⁹'¹⁰. Modernere Verfahren basieren auf Mehrfach-Elektrodenmatrizen, die mit dem menschlichen Körper verbunden werden und die physiologischen und pathologischen Veränderungen messen. Einige dieser Verfahren zielen darauf ab, Tumorzellen im menschlichen Körper zu lokalisieren und bildgebend darzustellen¹¹'¹². Zwar ist dieses Verfahren von der FDA [amerikanische Food and Drug Administration] anerkannt, doch mangelt es ihm aufgrund der ihm innewohnenden Beschränkungen, wie lange Wellenlängen und Rauschen, das von den Kontaktelektroden herrührt, an der für eine Screening-Vorrichtung erforderlichen Genauigkeit.
Eine weitere Technik, die auf der magnetischen¹³ Bioimpedanz beruht, misst die Bioimpedanz durch Magnetinduktion. Diese Technik besteht in einer einzelnen Spule, die sowohl als elektromagnetische Quelle wie als Empfänger dient, der in aller Regel im Frequenzbereich von 1–10 MHz arbeitet. Wird die Spule in einer festen Geometriebeziehung an eine leitende Masse angelegt, erzeugt das elektrische Wechselfeld in der Spule einen elektrischen Wirbelstrom. Eine Veränderung in der Bioimpedanz induziert Veränderungen beim Wirbelstrom und infolgedessen eine Veränderung im Magnetfeld dieser Wirbelströme. Die Spule fungiert als Empfänger für den Nachweis derartiger Veränderungen. Versuche mit dieser Technik erzielten eine Empfindlichkeit von 95 Prozent und eine Spezifizität von 69 Prozent, wobei eine Unterscheidung zwischen 1%igem Metastasentumor und 20%igem Metastasentumor möglich ist. Die Unterscheidung zwischen Tumorgewebe und normalem Gewebe ist sogar noch besser.
Obwohl der exakte Mechanismus, der für die Gewebeimpedanz bei bestimmten Frequenzen verantwortlich ist, nicht vollständig geklärt ist, lässt sich der allgemeine Mechanismus¹⁴'¹⁵ durch halbempirische Modelle, unterstützt durch Versuche, gut erklären.
Schwankungen der elektrischen Impedanz im menschlichen Gewebe zur Bereitstellung von Hinweisen über Tumoren, Läsionen und andere Anomalien sind in der Patentliteratur beschrieben. Zum Beispiel stellen die US-Patentschriften 4,291,708 ; 4,458,694 ; 4,537,203 ; 4,617,939 und 4,539,640 Systeme aus dem Stand der Technik zur Gewebecharakterisierung unter Einsatz von Mehrfachelementsonden, die gegen die Haut des Patienten gepresst werden und die Impedanz des Gewebes unter Bildung eines zweidimensionalen Impedanzabbilds messen, bereit. Andere im Stand der Technik bekannte Techniken dieser Art werden in WO 01/43630 ; US 4,291,708 und US 5,143,079 beschrieben. Allerdings benutzen die vorstehend genannten Vorrichtungen einen Satz von Elektroden, die mit dem Gewebe oder dem Körper in elektrischen Kontakt gebracht werden müssen, weshalb dieser Kontakt gewöhnlich eine Quelle von Störgeräuschen darstellt und zudem die Manövrierfähigkeit der Sonde über dem Organ einschränkt.
Andere vorbestehende Patente, zum Beispiel die US-Patente 5,807,257 ; 5,704,355 und 6,061,589 , verwenden Millimeter- und Mikrowellenvorrichtungen zum Messen der Bioimpedanz und zum Nachweisen von anomalem Gewebe. Diese Verfahren lenken eine sich frei fortpflanzende Strahlung oder eine über Wellenleiter gelenkte Strahlung auf das Organ. Die Strahlung wird auf ein relativ kleines Volumen innerhalb des Organs fokussiert, und sodann wird die reflektierte Strahlung gemessen. Allerdings mangelt es diesen Verfahren an Genauigkeit und räumlicher Auflösung, da sie durch die Diffraktionsgrenze beschränkt sind.
Eine weitere Technik im Stand der Technik beruht auf der Messung der Resonanzfrequenz eines Resonators unter dem Einfluss der Gewebsimpedanz. Auch diese Technik benutzt eine Strahlung, ausgehend von einer Antenne, gewöhnlich einer kleinen, mit einer Koaxialleitung verbundenen Dipolantenne. Obwohl kein Kontakt stattfindet, misst die Vorrichtung tatsächlich Durchschnittswerte im Organ, doch ist ihre Fähigkeit, kleine Tumoren nachzuweisen, zweifelhaft. Ähnlicher vorbestehender Stand der Technik ist beschrieben in Xu, Y., et al. „Theoretical and Experimental Study of Measurement of Microwave Permittivity using Open Ended Elliptical Coaxial Probes". IEEE Trans AP-40(1), Jan. 1992, S. 143–150.3. Das US-Patent 6,109,270 (2000 NASA) beschreibt ein Messungskonzept mit einem Mehrfachmodalitätsinstrument zur Gewebeidentifizierung in neurochirurgischen Echtzeitanwendungen.
Weiterer vorbekannter Stand der Technik schließt eine Koaxial²'³'⁴-Sonde mit offenem Ende ein, die einen zentralen stromführenden Draht aufweist, der von einer Isolierung umgeben und in eine äußere Abschirmung eingeschlossen ist. Diese Art von Spitze erzeugt sowohl eine Nahfeld- Evaneszentwelle als auch eine Fernfeld-Fortpflanzungswelle. Die Fortpflanzungswelle ist unerwünscht, da sie mit der Nahfeld-Evaneszentwelle Interferenzen bildet. Um die Fortpflanzungswelle zu minimieren, versuchten Forscher den Einsatz von Koaxialkabeln mit immer kleineren Durchmessern. Letztlich haben jedoch die hohen Energieverluste und die schwierige Konstruktion diese Richtung begrenzt.
Andere vorhandene medizinische Instrumente stellen allgemeine Diagnosen für den Grenzflächennachweis zwischen verschiedenen Gewebetypen, wie karzinomatösem Gewebe und gesundem Gewebe usw., bereit. Allerdings sind solche Nachweise klinisch auf präoperative Scans beschränkt oder erfordern große, mehrere Millionen Dollar teure Scan-Apparate, wie jene für MRI (Kernspinresonanztomographie), CT (Computertomographie), Mammographie. Zudem sind Echtzeitversuche für den Einsatz dieser Detektionsverfahren äußerst empfindlich in Bezug auf Körperbewegungen und können im Grunde nicht zum Positionieren des Schneidemessers oder der Biopsienadel eingesetzt werden. Die bestehenden Vorrichtungen liefern diagnostische Daten von beschränkter Verwendbarkeit, da das als Probe entnommene oder entfernte Gewebe vollkommen davon abhängig ist, mit welcher Genauigkeit die präoperativ durch CT oder MRI oder Ultraschall-Scan bereitgestellte Lokalisation auf den intrakraniellen Biopsieort übertragen wird. Jede Bewegung des Organs oder der Lokalisationsvorrichtung führt zu einem Fehler bei der Biopsielokalisation. Außerdem wird damit keine Information über das Gewebe, das mit der Nadel oder dem Messer herausgeschnitten geschnitten wird, bereitgestellt.
Die Detektion von Brustkrebsgewebe durch Messen der Bioimpedanz ist demnach gut eingeführt, und die Fähigkeit dieser Technik, karzinomatöse Zellen im Körper abzugrenzen, ist erwiesen. Allerdings existiert zurzeit keine zuverlässige Echtzeit-Bioimpedanzmessvorrichtung mit einer ausreichend hohen Genauigkeit für die örtliche Gewebecharakterisierung und mit einer räumlichen Auflösung, die mit der durch Mammographie bereitgestellten Auflösung vergleichbar wäre.
AUFGABEN UND KURZE ZUSAMMENFASSUNG
DER VORLIEGENDEN ERFINDUNG
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Verfahren ebenso wie ein System bereitzustellen, die Vorteile im Hinblick auf einen oder mehrere der oben genannten Aspekte beim Untersuchen von Gewebe zur Differenzierung des untersuchten Gewebes von anderem Gewebe gemäß dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes aufweisen. Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein Verfahren und ein System bereitzustellen, die eine präzisere Differenzierung von karzinomatösem Gewebe gegenüber gesundem, normalem Gewebe im Echtzeitmodus ermöglichen.
Gemäß einem breit gefassten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Untersuchen von Gewebe zur Differenzierung von anderem Gewebe gemäß den dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes bereitgestellt, umfassend: Anlegen eines elektrischen Impulses an ein zu untersuchendes Gewebe über eine Sonde, die mit einem offenen Hohlraum derart gebildet ist, dass die Sonde ein elektrisches Streufeld im untersuchten Gewebe innerhalb des Hohlraums erzeugt und einen davon reflektierten Impuls hervorbringt, wobei eine unerhebliche Strahlung in andere Gewebe oder biologische Masse nahe dem untersuchten Gewebe eindringt; Detektieren des reflektierten elektrischen Impulses; und Vergleichen von elektrischen Charakteristika des reflektierten elektrischen Impulses mit Bezug auf den angelegten elektrischen Impuls zum Bereitstellen einer Angabe über die dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes.
Gemäß einem spezifischeren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Untersuchen von Gewebe zur Differenzierung dieses Gewebes von anderem Gewebe gemäß den dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes bereitgestellt, umfassend: Bereitstellen einer Sonde, die einen inneren Leiter aufweist, der von einem äußeren Leiter isoliert ist und von diesem umschlossen wird, wobei dieser äußere Leiter an einem Ende offen ist und über den inneren Leiter in axiale Richtung geringfügig hinausreicht, um einen offenen Hohlraum an einem Ende der Sonde zu definieren; Anlegen der Sonde an das zu untersuchende Gewebe derart, dass das untersuchte Gewebe den offenen Hohlraum an dem einen Ende der Sonde abschließt; Anlegen eines elektrischen Impulses über eine Übertragungsleitung am entgegengesetzten Ende der Sonde, wobei dieser Impuls ein elektrisches Streufeld in dem von dem untersuchten Gewebe abgeschlossenen Hohlraum erzeugt und einen davon reflektierten elektrischen Impuls hervorbringt; Detektieren des reflektierten elektrischen Impulses; und Vergleichen von elektrischen Charakteristika des reflektierten elektrischen Impulses mit Bezug auf den angelegten elektrischen Impuls zum Bereitstellen einer Angabe über die dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes.
Das elektrische Streufeld ist ein elektrisches Feld, das an den Rändern eines geladenen Leiters auftritt. Normalerweise ist ein elektrisches Streufeld ein Gleichstromfeld, aber im vorliegenden Fall ist es ein zeitabhängiges Feld, da seine Quelle ein Spannungsimpuls ist. Der durch den inneren und den äußeren Leiter definierte offene Hohlraum fungiert wie eine kleine Kondensatorsonde, in welcher das elektrische Streufeld zwischen dem inneren und dem äußeren Leiter generiert wird. Wird ein Impuls durch die Übertragungsleitung zu dem offenen Hohlraum der Sonde, den das zu untersuchende Gewebe abschließt, übertragen, dann wird der Impuls zurück zur Übertragungsleitung reflektiert. Generell hängt die Reflektion von der Impedanz des Bereichs am offenen Hohlraum der Sonde ab, wobei die Impedanz von den dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes, welches das offene Ende des Hohlraums abschließt, abhängig ist. Dementsprechend enthält der reflektierte Impuls Informationen über die dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes. Diese Eigenschaften rufen eine Veränderung im Zeitbereichsprofil des reflektierten Impulses hervor.
Die elektrischen Charakteristika des reflektierten elektrischen Impulses werden mit denjenigen des angelegten (einfallenden) elektrischen Impulses verglichen, indem beide elektrischen Impulse in einer Vielzahl von beabstandeten Zeitintervallen, z. B. alle 0,2 Nanosekunden, abgetastet und die Spannungsgrößen der beiden elektrischen Impulse in den beabstandeten Zeitintervallen verglichen werden. Dann werden beide Impulse durch eine FFT-Funktion zu der Frequenzdomäne umgewandelt, d. h. Amplitude und Phase für jede Frequenz. Dann wird der Reflektionskoeffizient in der Frequenzdomäne errechnet; und die frequenzabhängige Kompleximpedanz des Gewebes wird dann unter Verwendung der theoretischen Beziehung zwischen Impedanz und Reflektion berechnet.
Daraus ist ersichtlich, dass beim Platzieren des untersuchten Gewebes in den Bereich des offenen Hohlraums, der durch den inneren und den äußeren Leiter der Sonde definiert ist, das elektrische Streufeld in den offenen Hohlraum eindringt. Dieses Eindringen ist bedingt durch die relativ niedrige Leitfähigkeit des Gewebes. Da das elektrische Streufeld in das Gewebe eindringt, beruht das Aufbauprofil des elektrischen Streufeldes auf den dielektrischen Eigenschaften des Gewebes, welche die Veränderungen in dem reflektierten elektrischen Impuls, der durch das Anlegen des angelegten (einfallenden) elektrischen Impulses an den offenen Hohlraum erzeugt wird, hervorrufen.
Gemäß weiteren Merkmalen in den nachstehend beschriebenen, bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung schließt der innere Leiter eine Spitze innerhalb des offenen Hohlraums ein, die zur Verstärkung des elektrischen Streufeldes mit mindestens zwei verschiedenen Durchmessern gebildet ist. Vorzugsweise weist die Spitze des inneren Leiters eine Vielzahl von spitzen, dünnen, elektrisch leitenden Vorsprüngen oder Stiften (spikes) zur Verstärkung des elektrischen Streufelds auf. In der nachstehend beschriebenen, bevorzugten Ausführungsform beträgt die Dicke dieser Vorsprünge oder Stifte bei Verwendung von einigen wenigen Mikron bis zu etwa 200 Mikron.
Vorzugsweise werden die oben erhaltenen elektrischen Charakteristika des untersuchten Gewebes mit im Vorhinein gespeicherten dielektrischen Vorsprüngen von bekannten normalen und karzinomatösen Geweben verglichen, was eine erste Ebene der Charakterisierung des untersuchten Gewebes darstellt. Eine zweite Ebene der Charakterisierung des untersuchten Gewebes kann durchgeführt werden, um Uneindeutigkeiten durch Vergleichen der Cole-Cole-Parameter des untersuchten Gewebes mit den im Vorhinein von bekannten normalen und karzinomatösen Geweben gespeicherten Parametern zu reduzieren. Eine dritte Ebene der Charakterisierung des untersuchten Gewebes kann durchgeführt werden, um Uneindeutigkeiten durch Vergleichen der Ähnlichkeiten zwischen den dreidimensionalen Kurven des untersuchten Gewebes mit den im Vorhinein von bekannten normalen und karzinomatösen Geweben gespeicherten Kurven weiter zu reduzieren.
Wie nachstehend ausführlicher beschrieben wird, eliminiert das auf der Erzeugung eines elektrischen Streufelds beruhende Verfahren der vorliegenden Erfindung, bei dem eine nur unerhebliche Strahlung in das Gewebe selbst eindringt, nahezu vollständig die Fortpflanzungswelle, während die Reflektionen der Evaneszentwelle beträchtlich reduziert werden.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung unterscheidet sich demnach vom Stand der Technik, wie US-Patent 6,173,604 , das ein Mikrowellenrastermikroskop mit einer zugespitzten leitfähigen Spitze einsetzt, die sich durch die Stirnwand eines Resonators hindurch erstreckt, um die Wirkung der Fortpflanzungswelle zu reduzieren. Eine derartige bekannte Sonde kann zum Messen von biologischem Gewebe nicht eingesetzt werden, ohne das Gewebe selbst zu schädigen; darüber hinaus würde die Evaneszentwelle einer solchen bekannten Sonde in den ganzen Körper des Menschen eindringen. Außerdem ist eine derartige bekannte Technik, da sie auf Durchschnittsstrommessungen und nicht auf Spannungsmessungen beruht, nicht dazu geeignet, dielektrische Eigenschaften in der Zeitdomäne zu berechnen. Auch liegt der Frequenzbereich bei einem derartigen Verfahren im Mikrowellenbereich des elektromagnetischen Spektrums. Weitere Unterschiede bestehen darin, dass es nicht flexibel und auch nicht als Handvorrichtung einsetzbar ist.
Noch weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung werden aus der nachstehenden Beschreibung offenkundig.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICNHUNGEN
Die Erfindung ist hier nur beispielhaft in Bezug auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, wobei:
1a, 1b und 1c drei Sonden aus dem Stand der Technik veranschaulicht, die zum Untersuchen von Gewebe verwendet werden, um das Gewebe von anderem Gewebe gemäß den dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes zu differenzieren;
2 veranschaulicht schematisch eine erfindungsgemäß konstruierte Sondenform zum Untersuchen von Gewebe, um das Gewebe von anderem Gewebe gemäß den dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes zu differenzieren;
3a und 3b sind hilfreiche Diagramm zur Erläuterung der vorliegenden Erfindung;
4 veranschaulicht in Diagrammform eine Sonde, die gemäß einer Ausführungsform der Erfindung konstruiert wurde;
5 veranschaulicht in Diagrammform eine Sonde, die gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung konstruiert wurde;
6 veranschaulicht in Diagrammform eine Sonde, die erfindungsgemäß konstruiert wurde, wobei die Sonde mit einer externen Einheit durch eine flexible Koaxialleitung verbunden ist;
7 veranschaulicht in Diagrammform die Bestandteile der externen Einheit im System von 6;
8 veranschaulicht die Steckverbindung zwischen den Bestandteilen der externen Einheit und der Koaxialleitung zu der Sonde von 4 und 5;
9a und 9b veranschaulichen den Digitalisierungsprozess sowohl der einfallenden als auch der reflektierten Signale und das daraus erhaltene Datenfeld;
10a–10d sind Schaubilder, welche die Art und Weise veranschaulichen, wie die elektrischen Charakteristika des durch das untersuchte Gewebe hervorgerufenen reflektierten Impulses mit dem auf das untersuchte Gewebe angelegten einfallenden Impuls verglichen werden;
11 veranschaulicht einen typischen einfallenden Impuls und einen typischen reflektierten Impuls, deren elektrische Charakteristika miteinander verglichen werden; und
12 zeigt Wellenformen, die zum Erklären der Art und Weise, wie die elektrischen Charakteristika des einfallenden und des reflektierten Impulses miteinander verglichen werden, hilfreich sind.
SONDENBAUFORMEN IM STAND DER TECHNIK
1a–1c veranschaulichen typische Bauformen von Sonden des Stands der Technik zum Untersuchen von Gewebe, wie vorstehend kurz erörtert.
Demnach veranschaulicht 1a eine Sonde 2 des Stands der Technik, die einen äußeren elektrischen Leiter 2a und einen inneren elektrischen Leiter 2b, der von dem äußeren Leiter durch ein Dielektrikum 2c isoliert ist, einschließt. Wird ein elektrischer Impuls an das Ende 2f der Sonde 2 angelegt, erzeugt das Gewebe 2e, das den offenen Hohlraum 2d der Sonde abschließt, einen reflektierten Impuls. Die Erzeugung eines derartigen reflektierten Impulses beinhaltet jedoch sowohl Nahfeld- als auch Fernfeldstrahlung, da die Enden der beiden Leiter 2a, 2b auf der gleichen Ebene enden. Der Reflektionsmechanismus hängt stark von der Reflektion des Fernfelds ab, sodass die dielektrischen Parameter des erzeugten reflektierten Impulses über den relativ großen Gewebskörper 2e einen Mittelwert bilden und keine Verstärkung des elektrischen Feldes nahe der Gewebsprobe stattfindet.
1b veranschaulicht eine Sonde 3 ähnlicher Bauform, die einen äußeren elektrischen Leiter 3a und einen inneren elektrischen Leiter 3b, der vom äußeren Leiter durch ein Dielektrikum 3c isoliert ist, einschließt, abgesehen davon, dass der äußere Leiter 3a mit einem nach außen gewandten Flansch 3g versehen ist, in den das untersuchte Gewebe 3e eingreift. Der in 1b veranschaulichte Reflektionsmechanismus in Sonde 3 wird daher demjenigen ähnlich sein, der vorstehend im Hinblick auf Sonde 2 in 1a beschrieben wurde.
1c veranschaulicht eine Sonde 4, die derjenigen ähnlich ist, die in 1a beschrieben wurde, abgesehen davon, dass der äußere Leiter 4a mit einer Stirnwand 4g, die eine kleine Öffnung 4h darin aufweist, gebildet wird, und der innere Leiter 4c mit einer zugespitzten Spitze 4i, die sich durch die Öffnung 4h in der Stirnwand des äußeren Leiters erstreckt, gebildet wird. Eine derartige Bauform bringt einen Resonator hervor, der die Fortpflanzungswelle tatsächlich reduziert. Allerdings kann dieses Sondenbauform nicht effektiv zum Messen von biologischem Gewebe eingesetzt werden, ohne das Gewebe zu schädigen. Außerdem würde die Evaneszentwelle, die durch eine solche Sonde hervorgerufen wird, in den ganzen Körper des Menschen eindringen. Weiterhin beruht eine derartige Sonde auf Durchschnittsstromsmessungen und nicht auf Spannungsmessungen und ist deshalb zum Berechnen dielektrischer Eigenschaften in der Zeitdomäne ungeeignet. Darüber hinaus funktioniert eine derartige Sonde im Allgemeinen im Mikrowellenbereich des elektromagnetischen Spektrums. Schließlich sind derartige Sonden in der Regel nicht flexibel und auch nicht als Handvorrichtung einsetzbar.
BEVORZUGTE AUSFÜHRONGSFORMEN DER VORLIEGENDEN ERFINDUNG
2 veranschaulicht eine erfindungsgemäß konstruierte Sonde, die einen oder mehrere Vorzüge im Hinblick auf die oben genannten Aspekte gegenüber den in 1a–1c veranschaulichten Bauformen aus dem Stand der Technik aufweist.
Die in 2 veranschaulichte Sonde, die dort allgemein als 10 bezeichnet ist, schließt ebenfalls einen äußeren Leiter 11 und einen inneren Leiter 12, welcher vom äußeren Leiter durch einen Isolierkörper 13 isoliert ist, ein. Zum Beispiel kann der äußere Leiter 11 aus Aluminium, der innere Leiter 12 aus Kupfer und das Dielektrikum 13 aus einem fluorierten Polymer wie „Telfon" (registrierte Handelsmarke) bestehen. Der innere und der äußere Leiter sind an einem Ende offen und definieren dadurch einen offenen Hohlraum 14, der auf das zu untersuchende Gewebe 15 angelegt und von ihm geschlossen wird. In diesem Fall reicht jedoch das offene Ende des äußeren Leiter 11 geringfügig über den inneren Leiter 12 in axialer Richtung hinaus, sodass der innere Leiter 12 innerhalb des äußeren Leiters im Inneren des offenen Hohlraums 14 endet. Vorzugsweise ist das Ende des Isolierkörpers 13, der den offenen Hohlraum 14 definiert, von einer dünnen, weichen Isolierschicht 16, wie einem Silikonfilm, der z. B. durch Tauchen oder Sprühen aufgetragen wird, bedeckt.
Die in 2 veranschaulichte Sonde wird in der gleichen Weise eingesetzt, wie vorstehend im Hinblick auf 1a beschrieben, insofern als der offene Hohlraum 14 der Sonde an das zu untersuchende Gewebe 15 derart angelegt wird, dass das Gewebe den offenen Hohlraum abschließt. Dadurch, dass das Gewebe 15 durch das Ende der Sonde verformbar ist und der innere Leiter 12 innerhalb des äußeren Leiters 11 endet, wird jedoch bewirkt, dass ein Anteil des Gewebes in den offenen Hohlraum eindringt, wie bei 15a dargestellt.
Weitere Unterschiede der in 2 veranschaulichten Sonde gegenüber der in 1a veranschaulichten Bauform aus dem Stand der Technik bestehen darin, dass der äußere Leiter 11 am äußeren Ende 11a konisch verjüngt ist und die Spitze des inneren Leiters 12 im offenen Hohlraum 14 im Durchmesser reduziert ist, wodurch ein Abschnitt mit großem Durchmesser 12a, ein Abschnitt mit kleinem Durchmesser 12b, relativ scharfen ringförmigen Kanten 12c und 12d an der Verbindungsstelle dieser beiden Abschnitte, und einer scharfen ringförmigen Kante 12e an der äußeren Spitze von Abschnitt 12b, die alle innerhalb des offenen Hohlraums 14 liegen, gebildet wird.
Am entgegengesetzten Ende ist die Sonde an eine Buchse 17 vom SMA-Typ und an einen Steckverbinder 18 vom SMA-Typ angeschlossen.
Als ein Beispiel kann die Länge der Sonde 10 mm betragen und einen Außendurchmesser von 3,5 mm aufweisen; der innere Leiter 12 kann eine Länge von 9 mm und einen Durchmesser von 1,0 mm aufweisen, während seine Spitze eine Länge von 1 mm und einen Durchmesser von 0,1 mm aufweisen kann; und die dünne Isolierschicht 16 kann aus Silikonkautschuk oder aus einem Firnis bestehen und eine Dicke von ungefähr 30 mm aufweisen.
Eine derartige Sondenbauform stellt eine Anzahl an Vorzügen bereit. So ist die Erzeugung des reflektierten Impulses, des im offenen Hohlraum 14 hervorgerufenen reflektierten Impulses von einer unerheblichen Strahlung begleitet, die in den mit dem untersuchten Gewebe 15 verbundenen Körper eindringt. Außerdem wird durch die Bereitstellung der zwei Durchmesser im inneren Leiter 12, insbesondere durch die scharfen ringförmigen Kanten 12c, 12d und 12e der beiden Leiterabschnitte 12a, 12b im offenen Hohlraum 14, eine konzentrierte elektrische Ladung an diesen Kanten hervorgerufen, die das elektrische Feld zwischen dem inneren Leiter und dem äußeren Leiter exakt in dem Bereich, der das untersuchte Gewebe 15 aufnimmt, verstärkt. Demnach ereignet sich der größte Teil des in 2 veranschaulichten Energieverlustes der Probe innerhalb des kleinen Anteils 15a des untersuchten Gewebes, der in den offenen Hohlraum 14 der Sonde eindringt; die verbleibende Energie wird zur Übertragungsleitung, die mit dem entgegengesetzten Ende der Sonde verbunden ist, zurückreflektiert. Außerdem bewirkt die Verstärkung des elektrischen Feldes in der Gewebezone, dass beinahe keine Energie außerhalb dieser Zone zum Eindringen in die Gewebemasse übrig bleibt.
Wenngleich die exakte theoretische Berechnung ziemlich schwierig ist, lässt sich der in 2 veranschaulichte physikalische Mechanismus des Betriebs der Sonde durch die beiden in Diagrammform veranschaulichten Fälle in 3a und 3b veranschaulichen.
3a veranschaulicht einen theoretischen Idealfall für das Untersuchen von Gewebe, wobei eine Sonde 20 einen geschlossenen Hohlraum 24, der durch einen äußeren Leiter 21 mit einer Stirnwand 21a und einen inneren Leiter 22 definiert ist, einschließt. Das untersuchte Gewebe 25 wird vollkommen innerhalb des geschlossenen Hohlraums 24 platziert. Da die Spitze des inneren Leiters 22 vom Gewebe 25 umgeben ist, ist es klar, dass kein Strahlungsleck außerhalb des Hohlraums, der durch den äußeren Leiter 21 vollkommen geschlossen ist, auftreten kann. Folglich wird der reflektierte Impuls durch die Impedanz des untersuchten Gewebes 25 beeinflusst. Eine solche Bauform könnte sich beim Offline-Testen von biologischem Gewebe als praktisch erweisen, nicht jedoch bei Anwendungen, die ein Online-Testen oder Echtzeit-Testen des Gewebes erfordern, wenn das zu untersuchende Gewebe noch mit der Hauptmasse des Gewebes verbunden ist.
3b veranschaulicht einen Fall, in dem sich das untersuchte Gewebe 25 vollständig innerhalb eines offenen Hohlraums 24', der durch den äußeren Leiter 21 und den inneren Leiter 22 definiert ist, befindet, wobei sich hier der äußere Leiter über eine beträchtliche Strecke über den inneren Leiter hinaus erstreckt, um das zu untersuchende Gewebe vollkommen zu umschließen. Bei einer derartigen Bauform ist das Strahlungsleck wiederum unerheblich, doch ist diese Bauform für die Echtzeituntersuchung von Gewebe nicht praktisch, da die Länge des offenen Hohlraums zu groß ist, als dass das untersuchte (lebende) Gewebe, wie gezeigt, darin eindringen könnte, ohne von der Hauptmasse des Gewebes abgetrennt zu werden.
4 veranschaulicht die erfindungsgemäße Bauform einer Sonde 30, die derjenigen von 2 ähnlich ist. Demnach schließt die Sonde 30 ebenfalls einen äußeren Leiter 31 und einen inneren Leiter 32 ein, der davon durch die Isolierung 33 isoliert ist und geringfügig innerhalb von dem äußeren Leiter endet, um einen offenen Hohlraum 34 zu definieren, in den die Masse des zu untersuchenden Gewebes 35 eindringen soll. Außerdem ist in der in 3 veranschaulichten Probe, wie in 2, die Spitze des inneren Leiters 32 innerhalb des offenen Hohlraums 34 im Durchmesser reduziert und definiert einen Abschnitt 32a mit großem Durchmesser, einen Abschnitt 32b mit kleinem Durchmesser und scharfen ringförmigen Kanten 32c, 32d und 32e, wodurch das elektrische Feld innerhalb des Hohlraums 34 verstärkt wird.
Bei der in 4 veranschaulichten Sonde 30 ist das Ende 31a des äußeren Leiters 31, der den offenen Hohlraum 34 definiert, im Durchmesser reduziert, um einen sich konisch verjüngten Abschnitt 31b und eine Öffnung 31c mit relativ geringem Durchmesser für die Aufnahme der Masse des zu untersuchenden Gewebes 35 zu definieren. Allerdings lässt es die Verformbarkeit des Gewebes 35 zu, dass ein beträchtlicher Anteil davon, wie bei 35a gezeigt, in den Hohlraum 34 eintritt und dadurch den darin erzeugten reflektierten Impuls beeinflusst.
5 veranschaulicht eine weitere erfindungsgemäß konstruierte Sonde 40, die ebenfalls einen äußeren Leiter 41 und einen inneren Leiter 42, der davon durch die Isolierung 43 isoliert ist, einschließt, wobei der innere Leiter innerhalb des äußeren Leiters endet, um einen offenen Hohlraum 44 zur Aufnahme des zu untersuchenden Gewebes 45, ähnlich wie bei der Bauform von 2, zu definieren. In diesem Fall wird jedoch das elektrische Streufeld im Hohlraum 44 dadurch verstärkt, dass die Spitze des inneren Leiters 42, die in dem offenen Hohlraum 44 lokalisiert ist, mit einer Vielzahl an scharfen, dünnen Vorsprüngen oder stiften ausgestattet ist. Vorzugsweise besitzen die Vorsprünge oder Stifte 46 einen Durchmesser von einigen wenigen Mikron bis wenigen Zehnereinheiten Mikron und sind aus einem elektrisch leitfähigen Material, wie Edelstahl, Kupfer-, Aluminium-, Graphit-Nanostiften etc.
6 veranschaulicht eine Anordnung, einschließlich einer Sonde 50 wie der in 4 veranschaulichten, die an ein Ende einer flexiblen Koaxialleitung 51 gekoppelt ist; das entgegengesetzte Ende der Koaxialleitung 51 ist mit einer externen Einheit 52 verbunden, um die Impulse an die Sonde zu liefern. Die externe Einheit 52 ist im Speziellen in 7 veranschaulicht und schließt einen Datenprozessor 53, eine Impulsquelle 54 und eine Digitalisierungseinheit 55 ein.
Wenn sie an die Sonde 50 angeschlossen ist, kommt die Leitung 51 einer idealen offenen Leitung so nahe wie nur möglich. Im Allgemeinen ist der elektrische Feldmodus über der Öffnung, die durch den offenen Hohlraum (z. B. 34, 4) am Ende der Sonde (30, 4) definiert und durch das untersuchte Gewebe (15) geschlossen ist, im Koaxialmodus durch die folgende Gleichung angegeben: Er = –V/[rlog(b/a)] (Gl.1)wobei „V" die Spannung zwischen dem mittleren und dem äußeren Leiter am offenen Ende ist; „a" der Radius des inneren Leiters ist; und „b" der Radius des äußeren Leiters ist. Wird der innere Leiter mit den scharfen ringförmigen Kanten im offenen Hohlraum gebildet (z. B. die Kanten 12c–12e, 2, oder die Kanten 32c–32e, 4), um das elektrische Feld innerhalb des offenen Hohlraums zu verstärken, dann sollte der Radius „a" entsprechend modifiziert werden.
Endet der innere Leiter, wie gezeigt, vor dem Ende der Leitung, ist das elektrische Feld in der Zone des offenen Hohlraums, das am Ende der Leitung gebildet wird, das Streufeld des Koaxialmodus; in diesem Fall gibt es keine Fernfeldstrahlung und nahezu kein Nahfeld außerhalb der Koaxialleitung.
Wenn außerdem die Spitze des inneren Leiters im Durchmesser reduziert wird, wie in 2 oder 4 gezeigt, und insbesondere wenn sie mit den viel dünneren Elementen, wie der in 5 gezeigten Vielzahl von Vorsprüngen oder Stiften verbunden wird, ändert sich der elektrische Feldmodus um diese Elemente herum vom Koaxialmodus in einen modifizierten Koaxialmodus, was ein viel stärkeres elektrisches Streufeld in der Nähe der Elemente hervorbringt. Die Verformung des biologischen Gewebes ermöglicht dessen Eindringen in den Raum des offenen Hohlraums am Ende der Sonde zwischen dem mittleren Leiter und dem äußeren Leiter. Auf diese Weise gelangt ein kleiner Anteil des biologischen Gewebes in das elektrische Streufeld platziert und ist verantwortlich für den größten Teil der Reflektion des angelegten Spannungsimpulses zurück zur Übertragungsleitung 51. Der größte Teil der Reflektion erfolgt daher innerhalb der Sonde selbst; außerdem werden sowohl die Evaneszentwellen als auch die Fortpflanzungswellen im Wesentlichen eliminiert. Die Ausgangsimpedanz der Sonde hängt somit zu einem hohen Grad von der Impedanz des biologischen Gewebes ab. Infolgedessen ist der von der Sonde detektierte reflektierte Impuls im Wesentlichen abhängig von den dielektrischen Eigenschaften des Gewebes selbst und nicht, wie im Falle der Gewebeabtastung durch eine herkömmliche Koaxialleitung mit offenem Ende, von den dielektrischen Eigenschaften der Umgebung. Dies ermöglicht, dass die Impedanz der Gewebeprobe berechnet werden kann, ohne das umgebenden Gewebe zu beeinflussen oder von diesem beeinflusst zu werden.
Wie in 7 gezeigt, verbinden zwei Kabelsätze 56, 57 den Datenprozessor 53 mit dem Impulsgenerator 54 und der Digitalisierungseinheit 55. Ein Kabelsatz 56 besteht aus den Zeitsteuerungskabeln, die zum Übertragen von Aktivierungssignalen an den Impulsgenerator 54 und die Digitalisierungseinheit 55 verwendet werden; während der andere Kabelsatz 57 aus den Datenübertragungskabeln besteht, die zur Datenübertragung vom und zum Datenprozessor 53 verwendet werden.
Der Datenprozessor 53 steuert die Impulsdauer- und – wiederholungsraten ebenso wie die Impulsspannung. Vorzugsweise sollten die Impulse eine Dauer in der Größenordnung von Nanosekunden oder Pikosekunden aufweisen. Die Wiederholungsraten können von wenigen Hertz bis zu einigen Gigahertz betragen.
8 veranschaulicht die elektrischen Verbindungen zwischen der flexiblen Koaxialleitung 51, die an einem Ende mit dem Impulsgenerator 54 und der Digitalisierungseinheit 55 und am entgegengesetzten Ende mit der Sonde 50 verbunden ist. Wie in 8 gezeigt, werden diese Verbindungen durch eine T-Steckverbindung 58 mit einem Zweig 58a, der mit der Koaxialleitung 51 verbunden ist, und einem zweiten Zweig 58b, der mit dem Impulsgenerator 54 verbunden ist, und einem dritten Zweig 58c, der mit der Digitalisierungseinheit 55 verbunden ist.
Die im Pulsgenerator 54 erzeugten Impulse werden von der Steckverbindung 58 in zwei Signale gespalten. Ein Signal geht zum Detektor 55 und das andere zur Sonde 50 über die Koaxialleitung 51. Die Spannungsimpulse (z. B. 4–10 Volt) erreichen die Sonde 50 und werden von deren Spitze gemäß den dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes, das den offenen Hohlraum (z. B. 34, 4) am Ende der Sonde (30, 4) abschließt, zurückreflektiert. Die reflektierten Impulse werden ebenfalls von der T-Steckverbindung 58 gespalten, wobei ein Teil zum Impulsgenerator 54 und ein anderer Teil zum Detektor 55 gelenkt wird. Der Teil des reflektierten Impulses, der vom Impulsgenerator 54 empfangen wird, könnte von einem Widerstand absorbiert oder zurückreflektiert werden, falls es gewünscht ist, mehrfache Reflektionen bereitzustellen, um den Gewebeeffekt auf das Signal zu verstärken, wie nachstehend speziell ausgeführt wird.
Die Digitalisierungseinheit 55 tastet in einer Vielzahl von beabstandeten Zeitintervallen sowohl den einfallenden elektrischen Impuls, nämlich jenen, der auf die Sonde 50 angelegt wird, als auch den reflektierten Impuls, der vom untersuchten Gewebe, das den Hohlraum am Ende der Sonde verschließt, reflektiert wird, ab. 9a veranschaulicht den Abtastvorgang, woraus ersichtlich ist, dass Proben des Spannungsniveaus von den zwei Impulsen über eine Vielzahl von beabstandeten Zeitintervallen hinweg abgetastet werden. Zum Beispiel kann die Abtastrate 5 GHz betragen, was 200-Pikosekunden-Proben ergibt. 9b veranschaulicht ein typisches Datenfeld, das als Ergebnis dieses Abtastvorgangs erhalten wird.
Jedes Datenfeld enthält zwei Spannungsimpulse, d. h. einen einfallenden und einen reflektierten. Das Computerprogramm teilt das Datenfeld in zwei gleiche Felder, wobei dann jedes Feld einem Impuls entspricht.
Die zwei Datenfelder für die Zeitbereiche werden nun durch ein herkömmliches FFT-Programm, das ein Standardwerkzeug zum Transformieren von Zeitbereichsignalen in den Frequenzbereich darstellt, in den Frequenzbereich transformiert. 10a veranschaulicht das Phasenschaubild (Phase, Frequenz) des reflektierten Impulses, während 10b das gleiche Schaubild für den einfallenden Impuls veranschaulicht. 10c veranschaulicht ein Beispiel der beiden Impulse anhand des Echtamplitudenfrequenzschaubilds; und 10d veranschaulicht die tatsächlichen Messungen des einfallenden Impulses und des reflektierten Impulses.
Das vorstehend beschriebene Vorgehensweise wird wiederholt, z. B. 1 000 bis 10 000 Mal, für jeden Messpunkt. Dies ergibt 1 000 bis 10 000 Paare von Datenfeldern, die alle gespeichert und an das Analyseprogramm des Datenprozessors 53 übertragen werden.
Der Datenprozessor 53 vergleicht die elektrischen Charakteristika des reflektierten elektrischen Impulses im Hinblick auf jene des einfallenden (angelegten) elektrischen Impulses, um eine Anzeige der dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes bereitzustellen. Dies geschieht durch Abtasten der beiden elektrischen Impulse in einer Vielzahl von beabstandeten Zeitintervallen und Vergleichen der Spannungsstärken der zwei elektrischen Impulse in diesen beabstandeten Zeitintervallen.
Der voranstehende Vergleich wird in einer Analyse auf drei Ebenen durchgeführt gemäß: (1) einer Berechnung der dielektrischen Funktion, (2) einer Berechnung der Cole-Cole-Parameter und (3) dreidimensionalen Ähnlichkeiten.
In der Berechnungsanalyse der dielektrischen Funktion lässt sich der theoretische Wert des Reflektionskoeffizienten Γ durch die folgende Gleichung wiedergeben: Γ = [Z1 – Z0]/[Z1 + Z0] (Gl. 2)wobei: Z₁ die Impedanz der Sonde plus die Impedanz des untersuchten Gewebes bedeutet; und Z₀ die Impedanz der Übertragungsleitung ist.
Da Z₁ eine dielektrische Funktion des untersuchten Gewebes ist, kann die dielektrische Funktion aus der Funktion F₁ berechnet werden. Für einen normalen einfallenden Impuls gilt Z = ε^1/2. Wenn also Γ bekannt ist, kann ε(ω) des Gewebes durch die folgende Gleichung berechnet werden: ε(ω) = Z0(Γ + 1)/(1 – Γ) (Gl. 3)wobei:

Γ: der theoretische Reflektionskoeffizient ist;
Z₀: die Impedanz des Kabels und der leeren Probe ist;
Z₁: die Impedanz des Gewebes ist; und
ε(ω): die dielektrische Funktion des Gewebes ist.

Der experimentelle Reflektionskoeffizient R(ω) wird aus der folgenden Beziehung der gemessenen Signale beim Frequenzbereich berechnet: R(ω) = E(ω) reflektiert/E(ω) einfallend (Gl. 4)wobei: E(ω) reflektiert das Datenfeld des reflektierten Signals ist und E(ω) einfallend das Datenfeld des einfallenden Signals bei der jeweiligen Frequenz (ω) ist.
Nachdem die dielektrische Funktion des untersuchten Gewebes berechnet wurde, wird sie nach den folgenden Überlegungen analysiert:
Der Datenprozessor berechnete die Werte von Extrempunkten (Höchstwerte) und speziellen Merkmalen, wie die Häufigkeit des Auftretens von Extrempunkten, die Amplitude der Höchstwerte, den Mittelwert der Funktion, das Integral unter dem echten Teil der dielektrischen Funktion, den Mittelwert der Ableitung, die maximale Ableitung und die Wurzeln der Funktion. Alle diese Werte werden als ein Datenfeld an die entscheidungsfindende Programmroutine übertragen. Für jeden Wert wird die statistische Varianz ebenfalls berechnet.
Ist die Impedanz des Generators viel größer als die Impedanz des Kabels, in aller Regel 50 Ohm, dann wird der reflektierte Impuls erneut reflektiert und gelangt zur Sonde. Die Mehrfachreflektion kann durch Γⁿ beschrieben werden, wobei „n" die Anzahl an Reflektionen bedeutet. Das Bereitstellen derartiger Mehrfachreflektionen bringt enorme Verbesserungen bei den Parametern des untersuchten Gewebes hervor, da sich der Effekt der Biogewebeimpedanz nunmehr multipliziert. Im Mehrfachreflektionsmodus wird die 5. Reflektion vorzugsweise zur Charakterisierung des Gewebes herangezogen. Die Berechnungslogik ist die gleiche wie im Falle der ersten Reflektion.
In der Cole-Cole-Parameter-Analyse werden die Cole-Cole-Parameter τ und α der Gewebeprobe aufgrund der dielektrischen Funktion wie folgt errechnet:
wobei:

ε: die dielektrische Funktion des Probe ist;
ε∞: die dielektrische Funktion bei unendlicher Frequenz = konstant ist;
ε₀: die dielektrische Funktion unter Gleichstromfeld = konstant ist; j(–1)^{^1/2} ist.

Für jeden Wert wird auch die statistische Varianz berechnet. Nach der Berechnung werden die Cole-Cole-Parameter an die entscheidungsfindende Programmroutine übertragen.
In der Analyse der 3D-Ähnlichkeiten wird die dielektrische Funktion als eine 3D-Kurve in dem 3D-Phasenraum gezeichnet, der aus dem realen Teil der dielektrischen Funktion, dem imaginären Teil der dielektrischen Funktion und der Frequenz zusammengesetzt ist. Die 3D-Kurven werden im Hinblick auf Gesamtvolumen, Extrempunkte, Kurvenkrümmung und Querschnitt als Funktion von Frequenz und Überschneidung analysiert und mit den im Vorhinein gespeicherten Werten von bekannten normalen und karzinomatösen Geweben verglichen. Die 3D-Volumina werden an der Benutzerschnittstelle gemeinsam mit den vorher gemessenen Volumina bekannter Gewebe dargestellt.
Die Entscheidungsfindungsroutine vergleicht die Ergebnisse von den drei Ebenen der Analyse mit den vorhandenen Daten aus der Speicherbank. In der Speicherbank sind Daten von bekannten Gewebetypen aufgezeichnet, zusammen mit dem Namen des Gewebetyps und der statistischen Varianz. Die statistische Varianz wird verwendet, um ein Volumen zu definieren, das eine Kurve umgibt.
Die Matching-Condition (übereinstimmende Bedingung) ist ein standardmäßiger statistischer Vorgang, der zwei Datensätze miteinander vergleicht. Er benutzt für den Vergleich sämtliche Daten. Stimmen zum Beispiel Daten mit irgendwelchen Daten überein, die aus einer im Vorhinein ermittelten Speicherdatenbank stammen, so zeigt das Programm den Gewebetyp, von dem die Datenbankprobe entnommen wurde.
Im Falle, dass es keine Übereinstimmung zwischen gespeicherten (bekannten) Gewebedaten und den untersuchten Gewebedaten gibt, werden diejenigen gespeicherten Gewebedaten, die am ähnlichsten sind, als Charakterisierung für das untersuchte Gewebe ausgewählt. Das ähnlichste Gewebe wird gemäß dem Abstand (im Phasenraum) zwischen den zwei gemessenen Punkten ausgewählt; alternativ kann auch ein benutzerdefiniertes Kriterium angewandt werden. Der Benutzer kann sich dazu entscheiden, nach Ähnlichkeiten bei bestimmten Messpunkten zu suchen, die auf einem, zwei oder mehreren spezifischen errechneten Parametern beruhen, wobei alle anderen ignoriert werden. Zum Beispiel kann der Benutzer sich dazu entscheiden, Ähnlichkeiten nur aufgrund der Häufigkeit, bei der ein Höhepunkt im Echtteil der dielektrischen Funktion auftaucht, zu suchen.
Die Entscheidungsfindungsroutine vergleicht auch den letzten gemessenen Punkt mit dem aktuell gemessenen Punkt. Das Ergebnis dieses Vorgangs besteht einfach nur darin, aufzuzeigen, wie ähnlich sich die beiden Punkte sind, ohne dass der Gewebetyp des letzten Punktes bekannt ist. Der Abstand zwischen zwei Datenpunkten wird wie in der Statistik gewohnt berücksichtigt, und die Entscheidungen werden auf dem Bildschirm zusammen mit allen Datenparametern dargestellt.
11 zeigt ein Impulspaar, wie es von der Digitalisierungseinheit gemessen wurde. Der erste ist der einfallende (angelegte) Impuls und der zweite ist der reflektierte Impuls. τ1 ist die Zeitdauer des ersten Impulses; τ2 ist die Zeitdauer des reflektierten Impulses; und τ3 ist das Zeitintervall zwischen den Impulsen. Das Zeitintervall ist die Übergangszeit, die der Impuls benötigt, um die Sonde zu erreichen und wieder zurückzukehren. Diese Zeit ist gleich 2 LE/c, wobei „L" die Länge des Kabels ist, „E" die Dielektrizitätskonstante der Kabelisolierung, und „c" die Lichtgeschwindigkeit. Die Datenerfassungszeit für dieses Paar beträgt etwa 10 Nanosekunden. In diesem Zeitintervall ist jegliche mechanische Bewegung bedeutungslos; dem gemäß wird eine Bewegung der Hand des Operateurs oder des Körpers, in dem sich das zu untersuchende Gewebe befindet, die Messung nicht beeinflussen.
12 veranschaulicht eine Vielzahl von Paaren derartiger Impulse, wobei t_i (von t₁ – t_n) die Zeit ist, zu welcher der Höhepunkt des einfallenden Impulses in der Digitalisierungseinheit aufscheint. Deshalb ist t_i die Zeit zwischen den Paaren. Im Allgemeinen ist t_i verschieden von t_i+j („i” und „j" sind Indexzahlen), da zwischen der Sonde und dem Gewebe eine relative Bewegung stattfindet.
Durch das Wiederholen dieses erfindungsgemäßen Vorgehens werden viele Impulspaare gesammelt, und die Amplitude und Phase eines jeden Paares wird separat berechnet, wodurch das Phasengeräusch, das bei der üblichen Messmethode auftritt, eliminiert wird.
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Claims

Ein System zum Untersuchen von Gewebe, um das untersuchte Gewebe (15a, 35a, 45) von anderem Gewebe gemäß dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) zu unterscheiden, wobei das System Folgendes umfasst: eine Sonde (10, 30, 40, 50), die einen inneren Leiter (12, 32, 42) aufweist, der von einem äußeren Leiter (11, 31, 41) isoliert ist und von diesem umschlossen wird, wobei dieser äußere Leiter (11, 31, 41) an einem Ende offen ist und über den inneren Leiter (12, 32, 42) in axiale Richtung hinausreicht, um einen offenen Hohlraum (14, 34, 44) an diesem einen Ende der Sonde (10, 30, 40, 50) zu definieren; eine Übertragungsleitung (51) am entgegengesetzten Ende der Sonde (10, 30, 40, 50); einen Impulsgenerator (54) für das Anlegen eines elektrischen Impulses am anderen Ende der Sonde (10, 30, 40, 50), der ein elektrisches Streufeld in dem Hohlraum (14, 34, 44) erzeugt, wobei der offene Hohlraum (14, 34, 44) von dem untersuchten Gewebe (15a, 35a, 45) geschlossen wird, um einen von dem untersuchten Gewebe (15a, 35a, 45) reflektierten elektrischen Impuls zu erzeugen; einen Detektor (55) zur Detektion des reflektierten elektrischen Impulses; und einen Datenprozessor (53) zum Vergleichen von elektrischen Charakteristika des reflektierten elektrischen Impulses mit Bezug auf den angelegten elektrischen Impuls, um die dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) anzugeben, wobei der innere Leiter (12, 32, 42) eine Spitze im Inneren des offenen Hohlraums (14, 34, 44) einschließt, die zur Verstärkung des elektrischen Streufelds mit mindestens zwei verschiedenen Durchmessern (32a und 32b) ausgebildet ist.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei die Spitze des inneren Leiters (12, 32, 42) zur Verstärkung des elektrischen Streufelds eine Vielzahl von dünnen, elektrisch leitenden Vorsprüngen (46) aufweist.
Das System gemäß Anspruch 2, wobei die Dicke dieser Vorsprünge (46) bis zu ungefähr 200 μm beträgt.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei sich der äußere Leiter (11, 31, 41) in seinem inneren Durchmesser am Ende des offenen Hohlraums (14, 34, 44) reduziert.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der Datenprozessor (53) Änderungen in den Charakteristika der Zeitbereiche der zwei elektrischen Impulse vergleicht.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der Datenprozessor (53) beide elektrische Impulse in einer Vielzahl von beabstandeten Zeitintervallen abtastet und Spannungsstärken der zwei elektrischen Impulse in diesen beabstandeten Zeitintervallen vergleicht.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der Datenprozessor (53) dafür geeignet ist, Abtastwerte der beiden elektrischen Impulse in der Vielzahl von beabstandeten Zeitintervallen mittels einer FFT-Funktion für jede Frequenz in Werte im Frequenzbereich von Amplitude und Phase umzuwandeln und dann den Reflektionskoeffizienten F() im Frequenzbereich gemäß der folgenden Gleichung zu berechnen: Γ(ω) = E(ω) reflektiert/E(ω) einfallend, wobei „E(ω) reflektiert" eine Fourier-Funktion mit Bezug auf ω (Frequenz) des reflektierten Signals darstellt; und „E(ω) einfallend" eine entsprechende Funktion des angelegten Signals ist.
Das System gemäß Anspruch 7, wobei der Datenprozessor (53) dafür geeignet ist, die Impedanz des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) gemäß der folgenden Gleichung zu berechnen:
wobei: Z₁ die Impedanz des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) darstellt; und Z₀ die Impedanz der Sonde (10, 30, 40, 50) und der Übertragungsleitung^" (51) darstellt.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei es sich bei der Übertragungsleitung um ein koaxiales Kabel mit einem äußeren Leiter (11, 31, 41) verbunden mit dem äußeren Leiter (11, 31, 41) der Sonde (10, 30, 40, 50) und einem inneren Leiter (12, 32, 42) verbunden mit dem inneren Leiter (12, 32, 42) der Sonde (10, 30, 40, 50) handelt.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der Impulsgenerator (54) einen elektrischen Impuls von einer Dauer in der Größenordnung von Nanosekunden oder Pikosekunden erzeugt und anlegt.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei: der Impulsgenerator (54) dafür geeignet ist, eine Reihe von elektrischen Impulsen mit einer Impulsfolgefrequenz von wenigen Hz bis wenigen GHz zu erzeugen und anzulegen; der Detektor (55) die reflektierten elektrischen Impulse detektiert; und der Datenprozessor (53) zur Anzeige der dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) die reflektierten elektrischen Impulse mit den angelegten elektrischen Impulsen vergleicht.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der äußere Leiter (11, 31, 41) von zylindrischer Form ist.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der innere Leiter (12, 32, 42) mittels eines dielektrischen Materials (13, 33, 43) im Inneren des äußeren Leiters (11, 31, 41) angebracht ist.
Das System gemäß Anspruch 13, wobei es sich bei dem dielektrischen Material (13, 33, 43) um ein fluoriertes Ethylenpolymer handelt.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der Datenprozessor (53) dafür geeignet ist, die dielektrischen Eigenschaften des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) mit im Vorhinein gespeicherten dielektrischen Eigenschaften von bekannten normalen und karzinomatösen Geweben zu vergleichen.
Das System gemäß Anspruch 1, wobei der Datenprozessor (53) dafür geeignet ist, zunächst dielektrische Eigenschaften des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) mit im Vorhinein gespeicherten dielektrischen Eigenschaften von bekannten normalen und karzinomatäsen Geweben auf einer ersten Ebene der Charakterisierung des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) zu vergleichen; und anschließend auf einer zweiten Ebene der Charakterisierung des untersuchten Gewebes Uneindeutigkeiten durch Vergleichen der Cole-Cole-Parameter des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) mit jenen der im Vorhinein für die verschiedenen Typen an normalen und karzinomatösen Geweben gespeicherten zu reduzieren.
Das System gemäß Anspruch 16, wobei der Datenprozessor (53) auf einer dritten Ebene der Charakterisierung des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) Uneindeutigkeiten weiter durch Vergleichen von Ähnlichkeiten zwischen dreidimensionalen, Kurven des untersuchten Gewebes (15a, 35a, 45) mit jenen der im Vorhinein für die verschiedenen Typen an normalen und karzinomatösen Geweben gespeicherten zu reduzieren.